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CN114948579B - 踝关节外骨骼及其助力控制方法、装置及可读存储介质 - Google Patents

踝关节外骨骼及其助力控制方法、装置及可读存储介质 Download PDF

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CN114948579B CN202111537471.2A CN202111537471A CN114948579B CN 114948579 B CN114948579 B CN 114948579B CN 202111537471 A CN202111537471 A CN 202111537471A CN 114948579 B CN114948579 B CN 114948579B
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Abstract

本发明适用于外骨骼技术领域，尤其涉及一种踝关节外骨骼及其助力控制方法、装置及可读存储介质。其中，所述踝关节外骨骼的助力控制方法包括：获取用户左腿角度数据和右腿角度数据，并确定用户的左右腿角度差；基于用户上一步态周期的左右腿角度差与时间的对应关系确定左右腿角度差对应的步态时刻；获取用户当前步态周期的步态助力延时时间；在左右腿角度差与时间的对应关系中，基于左右腿角度差对应的步态时刻、步态助力延时时间确定左右腿角度差对应的助力左右腿角度差；基于助力左右腿角度差计算得到踝关节外骨骼对应的助力值，并基于助力值控制踝关节外骨骼提供助力，实现了根据用户的左右腿角度差数据直接计算外骨骼助力值，提高了助力的可靠性。

Description

踝关节外骨骼及其助力控制方法、装置及可读存储介质
技术领域
本发明属于外骨骼技术领域，尤其涉及一种踝关节外骨骼及其助力控制方 法、装置及可读存储介质。
背景技术
助力式踝关节外骨骼是一类重要的外骨骼，可以辅助人体的踝关节发力， 从而有助于提高人体的行走能力。
通常情况下，对于踝关节外骨骼的助力控制分为三个步骤：当前步态环境 识别、步态划分以及助力控制。首先通过足部惯性测量单元或者视觉识别的方 式确定用户当前的步态环境，然后对当前步态进行划分，最后对于不同的步态 环境给出不同的助力曲线。
然而，这是一种较为明确的串联式的控制方法，从感知-预测-助力过程中， 环境识别和步态划分环节中任何一方的错误都有可能导致助力控制环节的错误 助力，并且目前采用技术其精确度较低，助力的可靠性较低。
发明内容
本发明实施例提供了一种踝关节外骨骼及其助力控制方法、装置及可读存 储介质，可以解决传统助力控制方法中需要事先识别步态环境，助力的可靠性 较低的问题。
第一方面，本发明实施例提供了一种踝关节外骨骼的助力控制方法，包括：
获取用户左腿角度数据和右腿角度数据，并确定所述用户的左右腿角度差；
基于所述用户上一步态周期的左右腿角度差与时间的对应关系确定所述左 右腿角度差对应的步态时刻；
获取所述用户当前步态周期的步态助力延时时间；
在所述左右腿角度差与时间的对应关系中，基于所述左右腿角度差对应的 步态时刻、所述步态助力延时时间确定所述左右腿角度差对应的助力左右腿角 度差；
基于所述助力左右腿角度差计算得到所述踝关节外骨骼对应的助力值，并 基于所述助力值控制所述踝关节外骨骼提供助力。
第二方面，本发明实施例提供了一种踝关节外骨骼的助力控制装置，包括：
第一获取单元，用于获取用户的左腿角度数据和右腿角度数据，并确定所 述用户的左右腿角度差；
第一确定单元，用于基于所述用户上一步态周期的左右腿角度差与时间的 对应关系确定所述左右腿角度差对应的步态时刻；
第二获取单元，用于获取所述用户当前步态周期的步态助力延时时间；
第二确定单元，用于在所述左右腿角度差与时间的对应关系中，基于所述 左右腿角度差对应的步态时刻、所述步态助力延时时间确定所述左右腿角度差 对应的助力左右腿角度差；
控制单元，用于基于所述助力左右腿角度差计算得到所述踝关节外骨骼对 应的助力值，并基于所述助力值控制所述踝关节外骨骼提供助力。
第三方面，本发明实施例提供了一种踝关节外骨骼，包括驱动盒、角度测 量装置、鲍登线、以及脚部穿戴组件，所述角度测量装置用于采集用户的左腿 角度数据和右腿角度数据，所述驱动盒用于执行上述第一方面的助力控制方法， 以控制所述踝关节外骨骼中的所述鲍登线带动所述脚步穿戴组件运动以提供助 力。
第四方面，本发明实施例提供了一种计算机可读存储介质，计算机可读存 储介质存储有计算机程序，计算机程序被处理器执行时实现上述第一方面的方 法的步骤。
本发明实施例中，通过获取用户左腿角度数据和右腿角度数据，并确定用 户的左右腿角度差，并基于用户上一步态周期的左右腿角度差与时间的对应关 系确定左右腿角度差对应的步态时刻，获取用户当前步态周期的步态助力延时 时间，进而在左右腿角度差与时间的对应关系中基于左右腿角度差对应的步态 时刻、步态助力延时时间确定左右腿角度差对应的助力左右腿角度差，并基于 助力左右腿角度差计算得到踝关节外骨骼对应的助力值，进而基于助力值控制 踝关节外骨骼提供助力，实现了通过用户的角度差数据反应用户的使用环境(使 用环境不同，用户的角度差数据相应不同)而不必进行步态环境识别，并基于 用户上一步态周期的左右腿角度差与时间的对应关系确定用户当前步态情况，进而根据用户的角度差数据计算外骨骼助力值，使得助力值的确定不依靠视觉 识别等模式识别，提高了踝关节助力的可靠性。
附图说明
为了更清楚地说明本发明实施例中的技术方案，下面将对实施例或现有技 术描述中所需要使用的附图作简单地介绍，显而易见地，下面描述中的附图仅 仅是本发明的一些实施例，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳 动的前提下，还可以根据这些附图获得其他的附图。
图1是本发明一实施例提供的一种踝关节外骨骼的助力控制方法的流程示 意图；
图2是本发明一实施例提供的左腿角度和右腿角度的示意图；
图3是本发明一实施例提供的一种踝关节外骨骼的结构示意图；
图4是本发明一实施例提供的根据左右腿角度差确定助力左右腿角度差的 示意图；
图5是本发明一实施例提供的一种踝关节外骨骼的助力控制方法的第二实 现流程示意图；
图6A是本发明一实施例提供的一个步态周期内左腿角度差与时间的对应 关系与左腿助力曲线的示意图；
图6B是本发明一实施例提供的一个步态周期内右腿角度差与时间的对应 关系与右腿助力曲线的示意图；
图6C是本发明一实施例提供的一个步态周期内踝关节外骨骼的助力曲线 的示意图。
图7是本发明实施例提供的踝关节外骨骼助力控制装置的结构示意图；
图8是本发明实施例提供的踝关节外骨骼中驱动盒的结构示意图。
具体实施方式
为了使本发明的目的、技术方案及优点更加清楚明白，以下结合附图及实 施例，对本发明进行进一步详细说明。应当理解，此处所描述的具体实施例仅 仅用以解释本发明，并不用于限定本发明。同时，在本发明的描述中，术语“第 一”、“第二”等仅用于区分描述，而不能理解为指示或暗示相对重要性。
应当理解，当在本说明书和所附权利要求书中使用时，术语“包括”指示 所描述特征、整体、步骤、操作、元素和/或组件的存在，但并不排除一个或多 个其它特征、整体、步骤、操作、元素、组件和/或其集合的存在或添加。
还应当理解，在此本发明说明书中所使用的术语仅仅是出于描述特定实施 例的目的而并不意在限制本发明。如在本发明说明书和所附权利要求书中所使 用的那样，除非上下文清楚地指明其它情况，否则单数形式的“一”、“一个” 及“该”意在包括复数形式。
还应当进一步理解，在本发明说明书和所附权利要求书中使用的术语“和/ 或”是指相关联列出的项中的一个或多个的任何组合以及所有可能组合，并且 包括这些组合。
如在本说明书和所附权利要求书中所使用的那样，术语“如果”可以依据 上下文被解释为“当...时”或“一旦”或“响应于确定”或“响应于检测到”。 类似地，短语“如果确定”或“如果检测到[所描述条件或事件]”可以依据上 下文被解释为意指“一旦确定”或“响应于确定”或“一旦检测到[所描述条件 或事件]”或“响应于检测到[所描述条件或事件]”。
在行走过程中，踝关节具有重要的作用，其关节力矩和功率的峰值相比于 髋关节和膝关节是最高的。因此，老年人、肌肉萎缩患者在行走时易出现蹬地 力不足现象。踝关节外骨骼可以帮助人们增强行走能力，例如：辅助老年人、 肌无力患者、以及士兵的行走等，是一种可以辅助人体踝关节发力的外骨骼， 通过辅助人体的踝关节发力，进而提高人体的行走能力。
通常情况下，踝关节外骨骼的助力控制主要分为三个步骤：当前步态环境 识别、步态划分以及助力控制。首先通过足部惯性测量单元或者视觉识别的方 式确定用户当前的步态环境，然后对当前步态进行划分，最后对于不同的步态 环境给出不同的助力曲线。
然而，这是一种较为明确的串联式的控制方法，从感知-预测-助力过程中， 环境识别和步态划分环节中任何一方的错误都有可能导致助力控制环节的错误 助力，并且目前采用技术的精确度较低，例如，环境识别过程中通常采用视觉 识别，其识别率受光照等多种因素的影响，使得助力的可靠性较低。
基于此，本发明提供一种踝关节外骨骼及其助力控制方法、装置及可读存 储介质，可以实现助力值的确定不依靠视觉识别等模式识别，提高了踝关节助 力的可靠性。
为了说明本发明上述的技术方案，下面结合附图，并通过具体实施例来进 行说明。
示例性的，如图1示出了本发明实施例提供的一种踝关节外骨骼的助力控 制方法实现流程示意图。该踝关节外骨骼的助力控制方法可以应用于踝关节外 骨骼，可以由踝关节外骨骼中的控制装置(驱动盒)执行，具体包括下述步骤 101至步骤105。
步骤101：获取用户的左腿角度数据和右腿角度数据，并确定用户的左右 腿角度差；
其中，上述用户左腿角度数据为用户的左腿与髋关节(重力方向)之间角 度，上述右腿角度数据为用户的右腿与髋关节(重力方向)之间角度，上述用 户的左右腿角度差为用户左腿与髋关节(重力方向)之间角度和右腿与髋关节 (重力方向)之间角度的差值。
需要说明的是，上述左腿角度数据和右腿角度数据均为向量数据。例如， 以重力方向为角度刻度为0的位置，逆时针方向的角度刻度符号为正，顺时针 方向的角度刻度符号为负，则在如图2中左边示出的用户左腿在前，右腿在后 的情形中，左腿角度数据为(+θl-0)，右腿角度数据为(-θr-0)，即左腿角度数 据为+θl，右腿的角度数据为-θr，因此，左腿角度数据减去右腿角度数据得到 的左右腿角度差为+θl-(-θr)，得到θl+θr。
为了清楚说明，图2中示出了左腿角度数据和右腿角度数据的示意图，其 中，左边为用户左腿在前右腿在后的情形，右边为用户左腿在后右腿在前的情 形。
将重力所在方向的角度刻度确定为0，则在用户左腿在前右腿在后的情形 中，用户左腿和右腿与重力方向的角度数值大小分别为θl和θr，则左腿角度数 据为ql＝+θl，右腿角度数据为qr＝-θr，左腿角度数据减右腿角度数据得到 的左右腿角度差为θl+θr；在用户右腿在前左腿在后的情形中，用户左腿和右腿 与重力方向的角度数值大小分别为θl和θr，则左腿角度数据为ql＝-θl，右腿角 度数据为qr＝+θr，左腿角度数据减去右腿角度数据得到的左右腿角度差为 -(θl+θr)。
由于通过对行走的生物力学观测发现，在平地、上坡、下坡、上楼梯时， 在一个步态周期中，左右腿角度差(左腿与髋关节的角度值与右腿与髋关节的 角度值之间的差)的最大值时刻与踝关节发力最大力矩值时刻之间的时间偏差 值接近一个固定值，因此，可以基于用户在行走过程中用户的左右腿角度差与 力矩在时刻上的偏差关系，从而确定用户所需的助力值。
需要说明的是，对于踝关节外骨骼左腿助力部分，上述左右腿角度差为左 腿角度数据减去右腿角度数据，对于踝关节外骨骼右腿助力部分，上述左右腿 角度差为右腿角度数据减去左腿角度数据。
在实际应用中，对于仅有一只腿需要助力的用户，上述踝关节外骨骼可以 仅用于对用户左腿助力，或者，仅用于对用户右腿助力，而对于两只腿都需要 助力的用户，则踝关节外骨骼可以既对用户左腿助力又对用户右腿助力。
相应的，当踝关节外骨骼仅用于对用户左腿助力时，上述左右腿角度差为 左腿角度数据减去右腿角度数据，当踝关节外骨骼仅用于对用户右腿助力时， 上述左右腿角度差为右腿角度数据减去左腿角度数据。
其中，上述踝关节外骨骼既对用户左腿助力又对用户右腿助力时，需要同 时计算左腿角度数据减去右腿角度数据得到的左右腿角度差，以及右腿角度数 据减去左腿角度数据得到的左右腿角度差。
例如，可选的，踝关节外骨骼可以包括：角度测量装置、驱动盒、鲍登线 以及脚部穿戴组件。
如图3所示，为本发明实施例提供的踝关节外骨骼的结构示意图，上述角 度测量装置可以为位于用户的左腿和右腿上的惯性测量单元601，用于采集用 户的左腿角度数据和右腿角度数据，驱动盒602用于基于左腿角度数据和右腿 角度数据确定助力值，并基于助力值驱动和控制左右腿上的鲍登线603运动， 鲍登线带动脚步穿戴组件运动以提供助力。
可选的，如图3所示，上述脚部穿戴组件可以包括固定刚性架6041和旋转 刚性架6042。
其中，上述固定刚性架可以通过固定组件605固定在鞋上，上述旋转刚性 架可以通过固定组件605固定在用户小腿上。
可选的，上述固定组件可以为鞋绑带，也可以为粘性固定材料，本发明对 此不作限制。
实际应用中，驱动盒601可以利用电机带动鲍登线603拉动固定在鞋上的 固定刚性架6041，固定刚性架6041与固定在小腿上的旋转刚性架6042发生相 对转动，带动用户的足部踝关节跖屈运动，为用户行走时足部踝关节的跖屈运 动提供助力，以辅助用户的足部跖屈蹬地，从而减小了用户行走时的能量消耗 和降低了用户踝关节的力矩输出。
可选的，上述踝关节外骨骼还可以包括拉力传感器，用于测量鲍登线上的 拉力值以反馈给驱动盒，驱动盒根据拉力值和助力值提供助力。
可选的，上述角度测量装置还可以为安装在人体的髋关节上的角度测量传 感器，或者，依附在衣服上的可拉伸穿戴传感器。
步骤102：基于用户上一步态周期的左右腿角度差与时间的对应关系确定 左右腿角度差对应的步态时刻。
具体的，根据角度差的最大值时刻与踝关节发力最大力矩值时刻之间存在 时间偏差，并且时间的偏差大小占角度差所在步态周期时长的比例某一数值附 近，因此需要通过用户当前的角度差值确定其在一个步态周期内的步态时刻， 以便后续进行时间的偏移。
通常情况下，一个步态周期可以为某只脚(例如，左脚)落地到这只脚(左 脚)再次落地的过程。因此，可选的，可以通过某只脚(例如，左脚)落地的 时刻作为一个步态周期的开始，到这只脚(左脚)再次落地时作为本步态周期 的结束，并作为下一个步态周期的开始。
需要说明的是，上述上一个步态周期是与用户当前步态紧邻的上一个步态 周期，因此上一步态周期的步态情况与当前用户的步态情况相同或相近。
其中，上述用户上一步态周期的左右腿角度差与时间的对应关系为用户上 一步态周期的角度差情况，其对应于用户在上一步态周期内各个时刻的左右腿 角度差数据。
需要说明的是，上述用户上一步态周期的左右腿角度差与时间的对应关系， 可以是指用户上一步态周期的左腿角度数据减去右腿角度数据得到的左右腿角 度差与时间的对应关系，也可以指用户上一步态周期的右腿角度数据减去左腿 角度数据得到的左右腿角度差与时间的对应关系，具体的，当步骤101中确定 用户的左右腿角度差为左腿角度数据减去右腿角度数据得到第一差值时，则上 述用户上一步态周期的左右腿角度差与时间的对应关系至少包含用户上一步态 周期的左腿角度数据减去右腿角度数据得到的左腿腿角度差与时间的对应关 系，当步骤101中确定用户的左右腿角度差为右腿角度数据减去左腿角度数据 的得到第二差值时，则上述用户上一步态周期的左右腿角度差与时间的对应关 系至少包含用户上一步态周期的右腿角度数据减去左腿角度数据得到的左腿腿 角度差与时间的对应关系。
在具体应用中，由于用户的相邻两个步态周期的步态情况差距较小，即使 是用户在变速运动，相邻两个步态周期之间的变化也是较小的，因此，基于用 户上一步态周期的左右腿角度差与时间的对应关系来确定左右腿角度差对应的 步态时刻，使得步态周期的参考更准确，即使用户前期所在的步态环境(例如， 平地)和后期所在的步态环境(例如，坡地)不同，也可以使得获取的步态周 期最接近自己当前的步态情况，提高了助力值判断的可靠性，也使得助力控制 方法可以适用于变速、多地形，使得外骨骼能够用于室外复杂条件。
步骤103：获取用户当前步态周期的步态助力延时时间；
其中，上述步态助力延时时间对应于一个步态周期，用于对用户当前的角 度差值所在的一个步态周期内的步态时刻进行时间偏移。
可选的，本发明的一些实施方式中，可以通过获取预设步态周期助力延时 比例和用户当前步态周期时长估计值，并将预设步态周期助力延时比例和用户 当前步态周期时长估计值相乘得到用户当前步态周期的步态助力延时时间。
其中，上述预设步态周期助力延时比例可以根据用户进行大小调节。
其中，上述用户当前步态周期估计值为用户当前步态所对应的步态周期的 长度的估计值。具体的，可以通过获取紧邻的上一步态周期的周期时长作为用 户当前步态周期估计值。
具体应用中，由于用户的相邻两个步态周期的步态情况差距较小，即使是 用户在变速运动，相邻两个步态周期之间的变化也是较小的，因此，可以通过 获取紧邻的上一步态周期的周期时长作为用户当前步态周期估计值。
步骤104：在左右腿角度差与时间的对应关系中，基于左右腿角度差对应 的步态时刻、步态助力延时时间确定左右腿角度差对应的助力左右腿角度差；
其中，上述左右腿角度差对应的助力左右腿角度差为经过时间偏移后得到 的当前时刻对应的用于直接确定助力值的角度差。
具体的，本发明的一些实施方式中，可以通过如下步骤201至步骤202确 定左右腿角度差对应的助力左右腿角度差。
步骤201：基于左右腿角度差对应的步态时刻和步态助力延时时间，确定 助力角度差时刻；
步骤202：在左右腿角度差与时间的对应关系中，将助力角度差时刻对应 的左右腿角度差确定为左右腿角度差对应的助力左右腿角度差。
例如，示例性的，如图4中41-44示出的，以左腿角度数据减去右腿角度 数据得到左右腿角度差为例，通过当前左右腿角度差yl()确定助力左右腿角度 差yl(t+αT)的示意过程。其中，图中的角度差即为左右腿角度差。
41：获取用户上一步态周期角度差与时间的对应关系(对应于左腿角度数 据减去右腿角度数据得到的角度差与时间的对应关系)，以及用户当前的左右 腿角度差yl(t)；
42：在用户上一步态周期角度差与时间的对应关系中确定当前角度差数据 在上一步态周期角度差与时间的对应关系中的位置；
43：根据当前角度差数据在上一步态周期角度差与时间的对应关系中的位 置进而确定角度差对应的步态时刻t1，然后获取用户当前步态周期的步态助力 延时时间αT(其中，α为预设步态周期助力延时比例，T为用户当前步态周期时 长估计值，可将上一步态周期的周期时长作为当前步态周期时长估计值)进而 根据步态助力延时时间αT和角度差对应的步态时刻t1，对步态时刻t1进行偏移， 确定步态时刻为t1+αT；
44：在上一步态周期角度差与时间的对应关系中确定t1+αT时刻对应的角 度差值为当前角度差对应的助力左右腿角度差yl(t1+αT)，即yl(t+αT)。
需要说明的是，上述举例是左右腿角度差为左腿角度数据减去右腿角度数 据情况下的确定助力左右腿角度差的过程，相应的，后续确定的助力值为踝关 节外骨骼左腿部分对应的助力值。并且，对于右腿角度数据减去左腿角度数据 得到的左右腿角度差数据，其对应的用户上一步态周期角度差与时间的对应关 系(对应于右腿角度数据减去左腿角度数据得到的角度差与时间的对应关系)， 与左腿角度数据减去右腿角度数据得到的左右腿角度差数据情况下对应的上一 步态周期角度差与时间的对应关系关于x坐标轴对称，其相应的确定左右腿角度 差对应的助力左右腿角度差过程与上述过程相同，因此不再赘述。
步骤105：基于助力左右腿角度差计算得到踝关节外骨骼对应的助力值， 并基于助力值控制踝关节外骨骼提供助力。
具体的，在本发明的一些实施方式中，可以通过获取预设助力增益系数， 并将预设助力增益系数与助力左右腿角度差相乘，得到踝关节外骨骼对应的助 力值。
例如，当前助力左右腿角度差为
Figure BDA0003413417690000101
(在图4中，为yl(t+αT))，增益 系数为k，则踝关节外骨骼对应的助力值为/>
Figure BDA0003413417690000102
(对应图4，踝关节外骨骼 中左腿部分的助力值对应为k*yl(t+αT)。)
需要说明的是，上述踝关节外骨骼对应的助力值可以是指踝关节外骨骼中 左腿部分的助力值，也可以是指踝关节外骨骼中右腿部分的助力值，取决于步 骤101中所确定的用户的左右腿角度差。例如，若步骤101中所确定的用户的 左右腿角度差为左腿角度数据减去右腿角度数据的得到的差值(第一差值)， 则上述踝关节外骨骼对应的助力值则为踝关节外骨骼中左腿部分的助力值；若 步骤101中所确定的用户的左右腿角度差为右腿角度数据减去左腿角度数据的 得到的差值(第二差值)，则上述踝关节外骨骼对应的助力值则为踝关节外骨 骼中右腿部分的助力值。
其中，上述预设助力增益系数可以由用户进行大小调节，以适应不同用户 的助力需求。
需要说明的是，由于踝关节外骨骼是用于提供助力的，若基于助力左右腿 角度差计算得到踝关节外骨骼对应的助力值为负值时，则上述基于助力值控制 踝关节外骨骼提供助力，指的是踝关节外骨骼提供助力为0，即不提供助力。
本发明实施例中，通过获取用户左腿角度数据和右腿角度数据，并确定用 户的左右腿角度差，并基于用户上一步态周期的左右腿角度差与时间的对应关 系确定左右腿角度差对应的步态时刻，获取用户当前步态周期的步态助力延时 时间，进而基于左右腿角度差对应的步态时刻、步态助力延时时间以及左右腿 角度差与时间的对应关系确定左右腿角度差对应的助力左右腿角度差，并基于 助力左右腿角度差计算得到踝关节外骨骼对应的助力值，进而基于助力值控制 踝关节外骨骼提供助力，实现了通过用户的角度差数据间接反映用户的使用环 境(使用环境不同，用户的角度差数据相应不同)而不必进行步态环境识别， 并基于用户上一步态周期的左右腿角度差与时间的对应关系确定用户当前步态情况，进而基于用户的角度差数据计算外骨骼助力值，使得助力值的确定仅依 赖于角度差数据，不依靠视觉识别等模式识别，提高了踝关节助力的可靠性。
通过对行走的生物力学观测发现，在平地、上坡、下坡、上楼梯时，角度 差值的最大值相比于下楼梯时的角度差的最大值大的多，基于此，可以通过设 置角度差阈值，使下楼梯时，没有助力，保证下楼梯时用户行走的稳定性。
如图5中示出的，在本发明的实施例中，在上述步骤105基于助力左右腿 角度差计算得到踝关节外骨骼对应的助力值，并基于助力值控制踝关节外骨骼 提供助力之前，还包括以下步骤。
步骤301：判断左右腿角度差是否大于预设角度差阈值；
其中，根据生物学分析，上述预设角度差阈值取值在20-30之间，可因用 户不同而调整取值大小。
步骤302：若左右腿角度差小于或等于预设角度差阈值，则确定踝关节外 骨骼对应的助力值为0；
相应的，本发明实施例中，上述步骤105中基于助力左右腿角度差计算得 到踝关节外骨骼对应的助力值，并基于助力值控制踝关节外骨骼提供助力具体 为：
步骤303：若左右腿角度差大于预设角度差阈值，则获取预设助力增益系 数，将助力左右腿角度差和预设角度差阈值相减，得到第三差值，并将预设助 力增益系数与第三差值相乘，得到所述踝关节外骨骼对应的助力值，并基于助 力值控制踝关节外骨骼提供助力。
本发明实施例中，若用户的左右腿角度差小于或等于预设角度差阈值，则 说明用户当前的左右腿角度差较小，相应用户踝关节所需的力较小，因此确定 踝关节外骨骼对应的助力值为0；若用户的左右腿角度差大于预设角度差阈值， 说明用户踝关节需要较大的力，因此将助力左右腿角度差减去预设角度差阈值， 得到的差值后再与预设助力增益系数相乘，并将乘积确定为踝关节外骨骼对应 的助力值，进而基于助力值控制踝关节外骨骼给用户提供助力。
例如，判断左右腿角度差yl(t)是否大于预设角度差阈值ε，若yl(t)<ε，则 确定踝关节外骨骼对应的助力值为0(在图3对应的例子中，为确定踝关节外 骨骼左腿部分对应的助力值为0)；若yl(t)>ε，则将对应的助力左右腿角度 差yl(t+αT)与预设角度差阈值相减，得到yl(t+αT)-ε，然后与预设助力增 益系数k相乘，得到踝关节外骨骼对应的助力值(在图3对应的例子中，为踝 关节外骨骼左腿部分对应的助力值)为k×(yl(t+αT)-ε)。
需要说明的是，上述左右腿角度差大于预设角度差阈值时，在确定助力值 的过程中，助力左右腿角度差与预设角度差阈值相减得到的差值可能小于0， 因此，将差值与预设增益系数k相乘后，得到的助力值仍为负值，在这种情况 下，上述步骤303中基于助力值控制踝关节外骨骼提供助力，具体指踝关节外 骨骼不输出力。
本发明实施例中，通过预设角度差阈值，用户左右腿角度差阈值不大于预 设角度差阈值时，说明当前用户的步态环境不需要进行助力(例如，下楼梯) 因此，踝关节外骨骼对应的助力值为0，用户左右腿角度差阈值大于预设角度 差阈值时，则说明用户当前的步态环境需要进行助力(例如，平地、上下坡以 及上楼梯等)，进一步将左右腿角度差对应的助力左右腿角度差与预设角度差 阈值相减，从而得到踝关节外骨骼对应的助力值，实现了通过设立阈值的方式， 对不同步态环境进行不同的助力，使得外骨骼的助力控制能够适应不同的室内 和室外环境。
需要说明的是，上述步骤101至步骤105介绍的助力控制方法描述的是依 据当前时刻用户的角度差数据进行助力值确定的过程。实际上，该助力控制方 法可以依据如下公式得到：
以踝关节外骨骼左腿部分的助力为例：
Figure BDA0003413417690000121
其中，Fl踝关节外骨骼左腿部分的助力曲线(即，踝关节外骨骼左腿部分 的助力值与时间的对应关系)，yl(t)为用户左腿角度数据减去右腿角度数据得 到的左右腿角度差与时间的对应关系(例如，左右腿角度差曲线)，ε为预设角 度差阈值，k为预设助力增益系数，α为预设步态周期助力延时比例，T为当前 步态周期时长估计值。
同样的，右腿部分的踝关节外骨骼右腿部分的助力为：
Figure BDA0003413417690000122
其中，Fr为踝关节外骨骼左腿部分的助力曲线(即，踝关节外骨骼右腿部 分的助力值与时间的对应关系)，yr(t)为用户右腿角度数据减去左腿角度数据 得到的左右腿角度差与时间的对应关系(例如，左右腿角度差曲线)，其余参 数与左腿部分意义相同，这里不再赘述。
由上述公式可知，当用户的左右腿角度差与时间的对应关系(例如，用户 的左右腿角度差曲线)可知时，当用户的左右腿角度差大于预设角度差阈值时， 可以对该左右腿角度差曲线进行平移和伸缩变换，从而得到用户的助力曲线 (即，助力值与时间的对应关系)。
例如，示例性的，如图6A中示出的，在两个相邻的步态周期内左腿角度 数据减去右腿角度数据得到的左右腿角度差与时间的对应关系(图中为左腿角 度差曲线)为图中虚线部分，其中，曲线下半部分为角度差小于0的部分。依 据上述公式，可得用户的左右腿角度差大于预设角度差阈值时对应的助力曲线， 即图中实线部分示出的左腿助力曲线。
相应的，如图6B中示出的，在两个相邻的步态周期内内右腿角度数据减 去左腿角度数据得到的左右腿角度差与时间的对应关系(图中为右腿角度差曲 线)为图中虚线示出的部分，其中，曲线下半部分为角度差小于0的部分。依 据上述公式，可得到用户的左右腿角度差大于预设角度差阈值时对应的助力曲 线，即图中实线部分示出的右腿助力曲线。
将上述两个相邻的步态周期内的左腿助力曲线和右腿助力曲线叠加，可得 到如图6C示出的两个相邻的步态周期内用户的左右腿角度差大于预设角度差 阈值时踝关节外骨骼的助力曲线，其中，为了区分，虚线曲线部分为左腿助力 曲线，实线曲线部分为右腿助力曲线。可以看到，在一个步态周期内，踝关节 外骨骼对左腿和右腿进行交替助力，并且，由于设定了角度差阈值，因此存在 助力为0的时段。
在本发明的一些实施方式中，上述步骤101中用户左腿角度数据和右腿角 度数据可以通过用户的左腿和右腿上的佩戴的惯性测量单元IMU测量获得，具 体如下述步骤401至步骤403。
步骤401：获取用户左腿上IMU的角度测量数据和右腿上IMU的角度测 量数据；
其中，上述用户左腿上IMU的角度测量数据测量的是用户左腿的角度数 据，上述用户右腿上IMU的角度测量数据测量的是用户右腿的角度数据。
步骤402：获取用户左腿和右腿的IMU佩戴偏差值；
其中，上述左腿和右腿的IMU佩戴偏差值表征用户的左右腿IMU的佩戴 对称情况，即理想情况下，用户的左右腿IMU佩戴对称，左腿和右腿的IMU 佩戴偏差值接近0或者相等。
需要说明的是，上述用户左腿和右腿的IMU佩戴偏差值根据用户的IMU 佩戴情况产生，即每次用户穿戴上踝关节外骨骼，佩戴上IMU设备后，都可能 会存在IMU佩戴偏差值，并且对于当次用户佩戴使用踝关节外骨骼，在佩戴上 IMU设备后的使用过程中，IMU佩戴偏差值是固定的，因此可在用户刚穿上踝 关节外骨骼时，确定IMU佩戴偏差值。
具体的，外骨骼开机后，用户可以通过左右对称迈步(一般2-3步即可， 可根据程序设定)，从而基于迈步情况，确定修订值。其中，对称迈步有利于 准确地得到修订值。
具体的，由于IMU位于用户的大腿绑带上，用户在绑缚穿戴IMU时，不 可避免会导致左右两腿穿戴后，两IMU的姿态相对于大腿姿态有区别。即通常 情况下用户的两个大腿姿态是对称的，例如，表现为左腿角度差减右腿角度差 得到的最大值与最小值(负值)的幅度是一致的，而若IMU设备没有恰当佩戴， 在使用IMU测量数据作为相应的左腿和右腿角度数据时，便可能会出现左腿角 度差减去右腿角度差得到的最大值与最小值(负值)幅度不一致，如果不进行 修订，直接将IMU测量数据作为大腿角度进行计算，会导致左右两腿的助力大 小有较大差别，使人的舒适性降低。因此，需要对IMU数据进行佩戴修订。
在本发明的一些实施方式中，用户左腿和右腿的IMU佩戴偏差值可以通过 下述步骤501至步骤504确定。
步骤501：获取一个或多个步态周期内用户左腿上IMU的左腿角度测量数 据θl(t)和右腿上IMU的右腿角度测量数据θr(t)；
步骤502：确定左腿角度测量数据和右腿角度测量数据的差gl(t)＝θl(t)- θr(t)，以及右腿角度测量数据和左腿角度测量数据的差gr(t)＝θr(t)-θl(t)；
步骤503：在左腿角度测量数据和右腿角度测量数据的差gl()中抽取预设 值N个测量数据点作为左腿和右腿角度差测量数据点，并计算N个左腿和右腿 角度差测量数据点的均值Ml，以及在右腿角度测量数据和左腿角度测量数据的 差gr(t)中抽取预设值N个测量数据点作为右腿和左腿角度差测量数据点，并计 算N个右腿和左腿角度差测量数据点的均值Mr；
具体的，
Figure BDA0003413417690000141
Figure BDA0003413417690000151
如果左腿IMU和右腿IMU均佩戴恰当，则gl(t)的正峰值与负峰值是一致 的，因此，对gl(t)进行离散化，抽取N个测量数据点时，N个数据点的均值应 接近0；同理，由于gl(t)和gr(t)是关于x轴坐标(笛卡尔坐标系)对称，如果 左腿IMU和右腿IMU均佩戴恰当，对gr(t)进行离散化，抽取N个测量数据点 时，N个数据点的均值也应接近0。因此，可通过判断Ml(Mr)和第一阈值、 第二阈值之间的关系，确定佩戴的修订值，具体如下述步骤504。
步骤504：
若N个左腿和右腿角度差测量数据点的均值Ml大于第一阈值，则确定左腿 的IMU佩戴偏差值δl＝-Ml，右腿的IMU佩戴偏差值δr＝0；
若N个左腿和右腿角度差测量数据点的均值Ml小于第二阈值，则确定左腿 的IMU佩戴偏差值δl＝0，右腿的IMU佩戴偏差值δr＝-Mr；
若N个左腿和右腿角度差测量数据点的均值Ml大于或等于第二阈值，并且 小于或等于第一阈值，则确定左腿的IMU佩戴偏差值δl＝0，右腿的IMU佩戴 偏差值δr＝0；其中，上述第一阈值大于第二阈值。
其中，上述第一阈值和第二阈值可以根据实践经验确定。
可选的，上述第一阈值和上述第二阈值可以都确定为0。
可选的，上述第一阈值和上述第二阈值还可以与0接近，即上述第一阈值 大于0并且接近0(例如，0.01)，上述第二阈值小于0并且接近0(例如，-0.01)。
具体的，当第一阈值为0.01，第二阈值为-0.01时，若Ml大于第一阈值(例 如，Ml＝0.1)，可推知左腿的测量数据偏大，因此，令左腿的IMU佩戴偏差值 δl＝-Ml，右腿的IMU佩戴偏差值δr为0；若Ml小于第二阈值(例如，Ml＝-0.1)， 可推知右腿的测量数据偏大，因此，令左腿的IMU佩戴偏差值δl为0，右腿的 IMU佩戴偏差值δr＝-Mr；若Ml大于或等于第二阈值，并且小于或等于第二阈 值(例如，Ml＝0)，可推知gl(t)的正幅值和负幅值接近，此时说明IMU佩戴合 适，佩戴偏差值均设为0。
步骤403：根据用户左腿上IMU的角度测量数据和右腿上IMU的角度测 量数据，以及IMU佩戴偏差值确定用户的左腿角度数据和右腿角度数据。
具体的，用户的左腿角度数据可以确定为ql(t)＝θl(t)+δl，用户的右腿角 度数据可以确定为qr(t)＝θr(t)+δr。
本发明实施例中，采用惯性测量单元IMU获取左腿和右腿的角度数据，进 而计算助力值，不含有模式识别部分，具有高的可靠性；由于IMU存在佩戴偏 差问题，因此对IMU的测量数据进行修正后再确定为左腿和右腿的角度数据， 避免了由于穿戴导致的左右腿助力大小偏差较大的问题。
还需要说明的是，对于前述的各方法实施例，为了简单描述，故将其都表 述为一系列的动作组合，但是本领域技术人员应该知悉，本发明并不受所描述 的动作顺序的限制，在本发明的一些实施方式中，某些步骤可以采用其它顺序 进行。
图7示出了本发明实施例提供的一种踝关节外骨骼的助力控制装置700的 结构示意图，包括第一获取单元701、第一确定单元702、第二获取单元703、 第二确定单元704和控制单元705。
第一获取单元701，用于获取用户左腿角度数据和右腿角度数据，并确定 用户的左右腿角度差；
第一确定单元702，用于基于用户上一步态周期的左右腿角度差与时间的 对应关系确定左右腿角度差对应的步态时刻；
第二获取单元703，用于获取用户当前步态周期的步态助力延时时间；
第二确定单元704，用于在左右腿角度差与时间的对应关系中，基于左右 腿角度差对应的步态时刻、步态助力延时时间确定左右腿角度差对应的助力左 右腿角度差；
控制单元705，用于基于助力左右腿角度差计算得到踝关节外骨骼对应的 助力值，并基于助力值控制踝关节外骨骼提供助力。
需要说明的是，为描述的方便和简洁，上述描述的踝关节外骨骼的助力控 制装置700的具体工作过程，可以参考上述图1至图5中描述的方法的对应过 程，在此不再赘述。
示例性的，本发明实施例还提供一种用于实现上述踝关节外骨骼的助力控 制方法的一种踝关节外骨骼，包括驱动盒、角度测量装置、鲍登线、以及脚部 穿戴组件，角度测量装置用于采集用户的左腿角度数据和右腿角度数据，驱动 盒用于实现上述踝关节外骨骼的助力控制方法实施例中的步骤以控制踝关节外 骨骼中的鲍登线带动脚步穿戴组件运动以提供助力。
如图8所示，上述驱动盒包括：处理器80、存储器81、以及存储在所述存 储器81中并可在所述处理器80上运行的计算机程序82，例如踝关节外骨骼的 助力控制程序。所述处理器80执行所述计算机程序82时实现上述踝关节外骨 骼的助力控制方法实施例中的步骤，例如图1所示的步骤101至105。或者， 所述处理器80执行所述计算机程序82时实现上述各装置实施例中各模块/单元 的功能，例如，图7所示的第一获取单元701、第一确定单元702，第二获取单 元703、第二确定单元704和控制单元705的功能。
上述计算机程序82可以被分割成一个或多个模块/单元，所述一个或者多 个模块/单元被存储在所述存储器81中，并由上述处理器80执行，以完成本发 明。所述一个或多个模块/单元可以是能够完成特定功能的一系列计算机程序指 令段，该指令段用于描述所述计算机程序82在所述踝关节外骨骼8中的执行过 程。例如，所述计算机程序82可以被分割成第一获取单元、第一确定单元、第 二获取单元、第二确定单元和控制单元(虚拟装置中的单元)，具体功能如下：
第一获取单元，用于获取用户左腿角度数据和右腿角度数据，并确定用户 的左右腿角度差；
第一确定单元，用于基于用户上一步态周期的左右腿角度差与时间的对应 关系确定左右腿角度差对应的步态时刻；
第二获取单元，用于获取用户当前步态周期的步态助力延时时间；
第二确定单元，用于在左右腿角度差与时间的对应关系中，基于左右腿角 度差对应的步态时刻、步态助力延时时间确定左右腿角度差对应的助力左右腿 角度差；
控制单元，用于基于助力左右腿角度差计算得到踝关节外骨骼对应的助力 值，并基于助力值控制踝关节外骨骼提供助力。
所述踝关节外骨骼的助力控制装置可包括，但不仅限于，处理器80、存储 器81。本领域技术人员可以理解，图8仅仅是踝关节外骨骼8的示例，并不构 成对踝关节外骨骼8的限定，可以包括比图示更多或更少的部件，或者组合某 些部件，或者不同的部件，例如所述踝关节外骨骼的助力控制装置还可以包括 输入输出设备、网络接入设备、总线等。
应当理解，在本发明实施例中，所称处理器81可以是中央处理单元(CentralProcessing Unit，CPU)，该处理器还可以是其他通用处理器、数字信号处理器 (DigitalSignal Processor，DSP)、专用集成电路(Application Specific Integrated Circuit，ASIC)、现场可编程门阵列(Field-Programmable Gate Array，FPGA)或 者其他可编程逻辑器件、分立门或者晶体管逻辑器件、分立硬件组件等。通用 处理器可以是微处理器或者该处理器也可以是任何常规的处理器等。
所述存储器81可以是所述踝关节外骨骼8的内部存储单元，例如踝关节外 骨骼的助力控制装置的硬盘或内存。所述存储器81也可以是所述踝关节外骨骼 8的外部存储设备，例如所述踝关节外骨骼8上配备的插接式硬盘，智能存储 卡(Smart Media Card，SMC)，安全数字(Secure Digital，SD)卡，闪存卡(Flash Card) 等。进一步地，所述存储器81还可以既包括踝关节外骨骼8的内部存储单元也 包括外部存储设备。所述存储器81用于存储所述计算机程序以及所述踝关节外 骨骼8所需的其他程序和数据。所述存储器81还可以用于暂时地存储已经输出 或者将要输出的数据。
所属领域的技术人员可以清楚地了解到，为了描述的方便和简洁，仅以上 述各功能单元、模块的划分进行举例说明，实际应用中，可以根据需要而将上 述功能分配由不同的功能单元、模块完成，即将上述装置的内部结构划分成不 同的功能单元或模块，以完成以上描述的全部或者部分功能。
实施例中的各功能单元、模块可以集成在一个处理单元中，也可以是各个 单元单独物理存在，也可以两个或两个以上单元集成在一个单元中，上述集成 的单元既可以采用硬件的形式实现，也可以采用软件功能单元的形式实现。另 外，各功能单元、模块的具体名称也只是为了便于相互区分，并不用于限制本 发明的保护范围。上述系统中单元、模块的具体工作过程，可以参考前述方法 实施例中的对应过程，在此不再赘述。
在上述实施例中，对各个实施例的描述都各有侧重，某个实施例中没有详 述或记载的部分，可以参见其它实施例的相关描述。
本领域普通技术人员可以意识到，结合本文中所公开的实施例描述的各示 例的单元及算法步骤，能够以电子硬件、或者计算机软件和电子硬件的结合来 实现。这些功能究竟以硬件还是软件方式来执行，取决于技术方案的特定应用 和设计约束条件。专业技术人员可以对每个特定的应用来使用不同方法来实现 所描述的功能，但是这种实现不应认为超出本发明的范围。
在本发明所提供的实施例中，应该理解到，所揭露的装置/驱动盒和方法， 可以通过其它的方式实现。例如，以上所描述的装置/驱动盒实施例仅仅是示意 性的，例如，上述模块或单元的划分，仅仅为一种逻辑功能划分，实际实现时 可以有另外的划分方式，例如多个单元或组件可以结合或者可以集成到另一个 系统，或一些特征可以忽略，或不执行。另一点，所显示或讨论的相互之间的 耦合或直接耦合或通讯连接可以是通过一些接口，装置或单元的间接耦合或通 讯连接，可以是电性，机械或其它的形式。
上述作为分离部件说明的单元可以是或者也可以不是物理上分开的，作为 单元显示的部件可以是或者也可以不是物理单元，即可以位于一个地方，或者 也可以分布到多个网络单元上。可以根据实际的需要选择其中的部分或者全部 单元来实现本实施例方案的目的。
上述集成的模块/单元如果以软件功能单元的形式实现并作为独立的产品 销售或使用时，可以存储在一个计算机可读取存储介质中。基于这样的理解， 本发明实现上述实施例方法中的全部或部分流程，也可以通过计算机程序来指 令相关的硬件来完成，上述的计算机程序可存储于一计算机可读存储介质中， 该计算机程序在被处理器执行时，可实现上述各个方法实施例的步骤。其中， 上述计算机程序包括计算机程序代码，上述计算机程序代码可以为源代码形式、 对象代码形式、可执行文件或某些中间形式等。上述计算机可读介质可以包括： 能够携带上述计算机程序代码的任何实体或装置、记录介质、U盘、移动硬盘、 磁碟、光盘、计算机存储器、只读存储器(Read-Only Memory，ROM)、随机 存取存储器(Random Access Memory，RAM)、电载波信号、电信信号以及软 件分发介质等。需要说明的是，上述计算机可读介质包含的内容可以根据司法 管辖区内立法和专利实践的要求进行适当的增减，例如在某些司法管辖区，根 据立法和专利实践，计算机可读介质不包括电载波信号和电信信号。
以上所述实施例仅用以说明本发明的技术方案，而非对其限制；尽管参照 前述实施例对本发明进行了详细的说明，本领域的普通技术人员应当理解：其 依然可以对前述各实施例所记载的技术方案进行修改，或者对其中部分技术特 征进行等同替换；而这些修改或者替换，并不使相应技术方案的本质脱离本发 明各实施例技术方案的精神和范围，均应包含在本发明的保护范围之内。各实 施例技术方案的精神和范围，均应包含在本发明的保护范围之内。

Claims (7)

1.一种踝关节外骨骼的助力控制方法，其特征在于，所述助力控制方法包括：
获取用户的左腿角度数据和右腿角度数据，并确定所述用户的左右腿角度差；
基于所述用户上一步态周期的左右腿角度差与时间的对应关系确定所述左右腿角度差对应的步态时刻；
获取所述用户当前步态周期的步态助力延时时间；
在所述左右腿角度差与时间的对应关系中，基于所述左右腿角度差对应的步态时刻、所述步态助力延时时间确定所述左右腿角度差对应的助力左右腿角度差；
基于所述助力左右腿角度差计算得到所述踝关节外骨骼对应的助力值，并基于所述助力值控制所述踝关节外骨骼提供助力；
所述获取所述用户当前步态周期的步态助力延时时间，包括：
获取预设步态周期助力延时比例和用户当前步态周期时长估计值；
将所述预设步态周期助力延时比例和用户当前步态周期时长估计值相乘得到所述用户当前步态周期的步态助力延时时间；
所述在所述左右腿角度差与时间的对应关系中，基于所述左右腿角度差对应的步态时刻、所述步态助力延时时间确定所述左右腿角度差对应的助力左右腿角度差，包括：
基于所述左右腿角度差对应的步态时刻和所述步态助力延时时间，确定助力角度差时刻；
在所述左右腿角度差与时间的对应关系中，将所述助力角度差时刻对应的左右腿角度差确定为所述左右腿角度差对应的助力左右腿角度差；
所述基于所述助力左右腿角度差计算得到所述踝关节外骨骼对应的助力值，包括：
获取预设助力增益系数；
将所述预设助力增益系数与所述助力左右腿角度差相乘，得到所述踝关节外骨骼对应的助力值。
2.如权利要求1所述的踝关节外骨骼的助力控制方法，其特征在于，在所述基于所述助力左右腿角度差计算得到所述踝关节外骨骼对应的助力值之前，还包括：
判断所述左右腿角度差是否大于预设角度差阈值；
若所述左右腿角度差小于或等于所述预设角度差阈值，则确定所述踝关节外骨骼对应的助力值为0；
所述基于所述助力左右腿角度差计算得到所述踝关节外骨骼对应的助力值，并基于所述助力值控制所述踝关节外骨骼提供助力，具体为：
若所述左右腿角度差大于所述预设角度差阈值，则获取预设助力增益系数，将所述助力左右腿角度差和所述预设角度差阈值相减，得到第三差值，并将所述预设助力增益系数与所述第三差值相乘，得到所述踝关节外骨骼对应的助力值，并基于所述助力值控制所述踝关节外骨骼提供助力。
3.如权利要求1或2所述的踝关节外骨骼的助力控制方法，其特征在于，所述用户的左腿和右腿上佩戴有惯性测量单元IMU，所述获取用户的左腿角度数据和右腿角度数据，包括：
获取用户左腿上IMU的角度测量数据和右腿上IMU的角度测量数据；
获取用户左腿和右腿的IMU佩戴偏差值；
根据所述用户左腿上IMU的角度测量数据和右腿上IMU的角度测量数据，以及所述IMU佩戴偏差值确定所述用户的左腿角度数据和右腿角度数据。
4.如权利要求3所述的踝关节外骨骼的助力控制方法，其特征在于，所述用户左腿和右腿的IMU佩戴偏差值，根据以下方式确定：
获取一个或多个步态周期内用户左腿上IMU的左腿角度测量数据θl(t)和右腿上IMU的右腿角度测量数据θr(t)；
确定所述左腿角度测量数据和所述右腿角度测量数据的差gl(t)＝θl(t)-θr(t)，以及所述右腿角度测量数据和所述左腿角度测量数据的差gr(t)＝θr(t)-θl(t)；
在所述左腿角度测量数据和所述右腿角度测量数据的差gl(t)中抽取预设值N个测量数据点作为左腿和右腿角度差测量数据点，并计算所述N个左腿和右腿角度差测量数据点的均值Ml，以及在所述右腿角度测量数据和所述左腿角度测量数据的差gr(t)中抽取预设值N个测量数据点作为右腿和左腿角度差测量数据点，并计算所述N个右腿和左腿角度差测量数据点的均值Mr；
若所述N个左腿和右腿角度差测量数据点的均值Ml大于第一阈值，则确定左腿的IMU佩戴偏差值δl＝-Ml，右腿的IMU佩戴偏差值δr＝0；
若所述N个左腿和右腿角度差测量数据点的均值Ml小于第二阈值，则确定左腿的IMU佩戴偏差值δl＝0，右腿的IMU佩戴偏差值δr＝-Mr；
若所述N个左腿和右腿角度差测量数据点的均值Ml大于或等于所述第二阈值，并且小于或等于所述第一阈值，则确定左腿的IMU佩戴偏差值δl＝0，右腿的IMU佩戴偏差值δr＝0；其中，所述第一阈值大于或者等于所述第二阈值。
5.一种踝关节外骨骼的助力控制装置，其特征在于，包括：
第一获取单元，用于获取用户的左腿角度数据和右腿角度数据，并确定所述用户的左右腿角度差；
第一确定单元，用于基于所述用户上一步态周期的左右腿角度差与时间的对应关系确定所述左右腿角度差对应的步态时刻；
第二获取单元，用于获取所述用户当前步态周期的步态助力延时时间，包括：获取预设步态周期助力延时比例和用户当前步态周期时长估计值；将所述预设步态周期助力延时比例和用户当前步态周期时长估计值相乘得到所述用户当前步态周期的步态助力延时时间；
第二确定单元，用于在所述左右腿角度差与时间的对应关系中，基于所述左右腿角度差对应的步态时刻、所述步态助力延时时间确定所述左右腿角度差对应的助力左右腿角度差，包括：基于所述左右腿角度差对应的步态时刻和所述步态助力延时时间，确定助力角度差时刻；在所述左右腿角度差与时间的对应关系中，将所述助力角度差时刻对应的左右腿角度差确定为所述左右腿角度差对应的助力左右腿角度差；
控制单元，用于基于所述助力左右腿角度差计算得到所述踝关节外骨骼对应的助力值，并基于所述助力值控制所述踝关节外骨骼提供助力；所述基于所述助力左右腿角度差计算得到所述踝关节外骨骼对应的助力值，包括：获取预设助力增益系数；将所述预设助力增益系数与所述助力左右腿角度差相乘，得到所述踝关节外骨骼对应的助力值。
6.一种踝关节外骨骼，其特征在于，包括驱动盒、角度测量装置、鲍登线、以及脚部穿戴组件，所述角度测量装置用于采集用户的左腿角度数据和右腿角度数据，所述驱动盒用于执行如权利要求1至4任一项所述的踝关节外骨骼的助力控制方法，以控制所述踝关节外骨骼中的所述鲍登线带动所述脚步穿戴组件运动以提供助力。
7.一种计算机可读存储介质，所述计算机可读存储介质存储有计算机程序，其特征在于，所述计算机程序被处理器执行时实现如权利要求1至4任一项所述的踝关节外骨骼的助力控制方法。
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